的超声诊断设备200的示图，图13示出通过使用图12的超 声诊断设备200的超声诊断。
[0157] 超声诊断设备200可包括包含探头211的超声发射器和接收器210、控制器220、 显示器230和主体；超声诊断设备200还可包括其它附加单元。因此，超声诊断设备200还 可包括键输入单元和其它各种用户接口 250,其中，键输入单元包括用于超声诊断中的各种 用户设置的各种键。超声诊断设备200的超声发射器和接收器210、控制器220和显示器 230可与图1中示出的血管分析信息提供设备100的超声发射器和接收器110、控制器120 和显示器130对应。
[0158] 用户（例如，诊断医生或医师）可接触身体部位上的超声诊断设备200的探头211 以获得血管分析信息并驱动超声诊断设备200。根据由用户利用用户输入执行的设置操作， B-模式图像和C-模式图像中的至少一种图像或它们的组合产生并被显示在显示器230上。 超声诊断设备200可具有用于支持多普勒频谱图像的单元。在这种情况下，显示器230显 示多普勒频谱图像以及B-模式图像或C-模式图像。
[0159] 控制器220可设置关于产生的颜色模式图像的一个或更多个部分的R0I。如上所 述，ROI指示身体部位，以用于发射超声波。
[0160] 控制器220可从诊断医生执行初始操作以控制或接触探头的身体部位的位置在 产生的颜色模式图像中设置ROI。此外，控制器220确定在产生的颜色模式图像中，ROI的 中心坐标值是否在血流的中心坐标值的预设范围之外。如果ROI的中心坐标值在预设范围 内，或与血流的中心坐标值近似，则可执行图像处理。然而，当诊断医生将探头控制为任意 布置在身体部位上并且探头的中心位置在血管之外时（如图13的示图A所示），在产生的 彩色模式图像中，ROI的中心坐标值可在血流的中心坐标值的预设范围之外。在这种情况 下，如图13的示图A、B和C中所示，控制器220根据自动ROI调整操作调整R0I，使得如图 13的示图C中所示，中心坐标值接近血流的中心坐标值。
[0161] 然而，如在上述血管分析信息提供设备100的实施例中所解释的，ROI的特性可根 据临床确定标准或对于医学疾病治疗的偏好彼此不同。此外，当自动或由用户输入用于完 成对ROI的诊断的信号时，可根据以上相同方法自动确立下一 R0I。
[0162] 如图13的示图D中所示，超声诊断设备200可如在血管分析信息提供设备100中 一样基于颜色模式图像的一个或更多个像素值测量与ROI相关的相应血管的一个或更多 个直径以及一个或更多个角度。
[0163] 控制器220基于颜色模式图像的像素值确定血管的直径。控制器220还可一起考 虑产生的C-模式图像和B-模式图像。在这种情况下，通过将B-模式图像和C-模式图像 进行组合来产生新的图像。虽然可在B-模式图像中观察到血管和周围器官细胞的解剖边 界，但是用户可能至少因噪声而难以观看到边界。虽然可在C-模式图像中观察或检测到血 流的相对速度，但是颜色信息可能不足以向用户示出（或显示）边界。根据实施例，可通过 使用重建图像使在B-模式图像和C-模式图像中出现的噪声最小化，并可估计和产生血管 信息。可根据用户设计或偏好，使用显示在显示器上的可视图像或从超声诊断设备200的 音频单元或扬声器（未示出）产生的音频信号向用户通知关于ROI的角度和直径。
[0164] 可根据以下数学公式计算新重建的图像信息。
[0165] If-图像（i，j) = α XNb_图像（i，j) + |3 XNC_图像（i，j)
[0166] 其中，If_w4是重建图像（融合图像），
[0167] Nb_ W4和Ne_ W4是归一化的B-模式图像和C-模式图像，
[0168] α和β是权重因数，
[0169] (i，j)是当图像大小为（mXη) (0彡i彡m，0彡j彡η)时的像素位置。
[0170] 为了更有效的计算，可仅对以下将描述的ROI执行图像重建。
[0171] 控制器220可通过针对在产生的颜色模式图像中与血管的一个或更多个任意像 素交叉的虚拟线比较血流区域的一个或更多个属性值，将具有最小的血流区域的属性值的 线上的血管的宽度（距离或间隔）确定为血管的直径。这里，血流区域的一个或更多个属 性值指示通过将指示血流区域的连续像素的值相加而产生的值。
[0172] 在C-模式图像或重建图像中，关于与血管交叉的多条虚拟线的一个或更多个像 素值可基于预设阈值将血流区域和其它区域进行区分。由于血流速率，因此可以以与其它 区域的值不同的值表示血流区域。因此，可基于这些像素值构建属性值。在该处理中，位于 属性值与血流区域对应的一个区域上的最短的线可被确定为与血管正交设置的横贯线。此 外，属性值区域的长度成为血管的直径。
[0173] 此外，控制器220可确定血管的一个或更多个角度。控制器220基于在与确定的 直径交叉的多条虚拟线上的一个或更多个像素值确定血管的角度。在该处理中，可在角度 的确定或计算中考虑与直径交叉的多条虚拟线。以上虚拟线是血管的向量，虚拟线和水平 面之间的角度成为血管的角度。可考虑与血管的直径交叉的多条虚拟线。如果虚拟线的数 量为N vk，则Nvk和确定的直径Λ V满足以下关系。
[0174] 队产 Δν/λ
[0175] 其中，λ为多条虚拟线之间的宽度。
[0176] 因此，虚拟线的数量与虚拟线之间的宽度成反比。
[0177] 与直径交叉的具有各个角度的多条虚拟线可被考虑。这里，可通过具有从-180° 至180°的范围中的k°的宽度来产生每条虚拟线的宽度。随着值k变小，计算的角度的分 辨率会变大；然而，太小的值k使计算速度劣化。这里，k可被用作Γ，并且可根据检测角 度的性能自动或手动管理（或设置）k。
[0178] 在该处理中，控制器220可根据相对于水平面的滑动角将关于与确定的直径交叉 的多条虚拟线的像素值相加。可将具有相同角度并与直径交叉的虚拟线的像素值相加。此 外，控制器220可基于关于多条虚拟线的滑动角和像素值的相加的值之中的最小值确定血 管的角度。例如，如在图4的示图A中所示，如果在与直径交叉并相对于水平面具有小的角 度的虚拟线上的像素值的相加结果小于在与直径交叉并具有不同角度的虚拟线上的像素 值的相加结果，则与前者对应的角度可以是血管的角度。
[0179] 可通过对上述处理进行数学公式表示来定义代表值。因此，控制器220可根据相 对于水平面的滑动角来计算关于与确定的直径交叉的多条虚拟线的代表值。通过以下数学 公式来定义代表值。
[0180] Ε(θ) = ΣΝ?=1 (LljVE+ kXL1J (-180° ^ B ^ 180°)
[0181] 其中，Ε( θ)是关于与水平面具有滑动角（θ)的多条虚拟线的代表值，
[0182] Nvk是相对于水平面具有滑动角（Θ )的虚拟线的数量，
[0183] Li AVE是在与水平面具有滑动角（Θ )的位置i处，关于虚拟线的像素值的平均值，
[0184] Li SD是在相对于水平面具有滑动角（Θ )的位置i处，在虚拟线上的像素值的标准 差。
[0185] 此外，控制器220确定关于多条虚拟线的相对于水平面的每个滑动角度，并将具 有计算的最小的代表值的虚拟线的滑动角确定为血管的角度。
[0186] 根据实施例的超声诊断设备200可根据上述方法计算血管的直径和角度，如图13 的示图E中所示。
[0187] 此外，超声诊断设备200可检测一个或更多个混叠区域并对一个或更多个混叠区 域进行插值。
[0188] 如上所解释的，混叠区域指示在血流区域中存在大于血流速率的临界值的像素值 的区域。当由于血管中的外部材质而观察到阻塞部分时或当由于其它原因出现噪声时，可 出现混叠区域。混叠区域是这样的现象：像素值因不是血流速率的值的偏差而被从正常水 平改变到特定水平。
[0189] 超声诊断设备200的控制器220根据产生的颜色模式图像的像素值对关于颜色模 式图像的每个部分执行标记操作。控制器220基于颜色模式图像的像素值对标记部分执行 聚类操作。此外，基于聚类操作的结果确定混叠区域。在该处理中，当在一个标记部分内存 在多于两个聚类区域时，可将标记部分确定为混叠区域。控制器220使用一个或更多个邻 近区域的像素值对确定的混叠区域进行插值。
[0190] 同时，通常将血管连接（延伸）为具有连续血管形状而不是单独点形状。因此，小 点尺寸的标记被视为噪声并被去除。在去除噪声分量之后剩余的标记全部是构成血管的组 成部分。通过基于每个标记中的颜色信息（血流速率）执行聚类操作来计算速度分布。
[0191] 此外，控制器220控制显示器230显示去除了混叠区域的血管信息。
[0192] 图14是示出通过使用图12的超声诊断设备来检测血管的直径和角度的示图。
[0193] 图14的示图A示出通过超声诊断设备200来检测血管的直径和角度的屏幕。图 14的示图B示出用于通过在存在多于两个血管时选择一个血管来检测直径和角度的检测 操作的结果。因此，根据实施例，即使当存在多个血管时，也可在ROI上精确地检测血管的 直径和角度。
[0194] 以下将解释血管造影图像设备。
[0195] 血管介入是这样的医学治疗：在皮肤部分产生小孔，直接通过皮肤部分的小孔插 入导管或医学引导钢丝，利用图像显示设备观察一个或更多个血管，执行可用于治疗各种 血管相关疾病的相应治疗。当执行介入时，医学从业者在实时观察身体内的血管的同时执 行相应操作。通常，利用无创方法观察血管被称为血管造影术。除了介入操作之外，血管造 影术还可用于在诊断和治疗之前和之后检查进程。
[0196] MRI、CT、超声和X射线可用于血管造影术的方法以观察身体内的血管。每种方法 可与其它方法具有一个或更多个不同特征；MRI和CT用于血管的精确诊断，X射线和超声用 于涉及介入的治疗以及对血管进行实时观察。
[0197] 当执行介入时，通过将对比剂注入身体内的血管中并拍摄一个或更多个X射线图 像来使用血管造影术。使用传统X射线拍摄方法可能不能从图像观察到或确定出血管；然 而，当将对比剂注入到血管时，可获得清楚的血管图像。
[0198] 图15示出从导管的顶铸位置起的移动路径。
[0199] 如图15中所示，当执行介入以使用X射线血管造影术时，用户（例如，诸如临床医 生的医学从业者）在实时观看二维X射线图像的同时控制导管或将导管从初始插入位置移 动到病变位置。用户可根据医学从业者的经验和技术在不同时间控制或移动导管。随着移 动导管的时间变得更长，操作时间也变得更长。此外，放射射线的暴露时间变得更长。此外， 可能需要另外注入对比剂。当快速移动导管时，可因导管的移动而损坏血管壁。
[0200] 提供血管造影图像提供设备以检测和识别图像中的一个或更多个血管，跟踪识别 的血管，以确定关于血管的直径、角度、交叉点和分叉点，并在执行介入以使用血管信息时 利用X射线提供血管的图像。此外，可通过使用获得的血管信息确定从导管的插入位置到 病变位置的移动路径。
[0201] 图16示出根据本总体发明构思的实施例的血管造影图像设备300的框图。
[0202] 参照图16,根据实施例的血管造影图像设备300包括图像信号获取器310、控制器 320、显示器330和用户接口 350。控制器320和显示器330可与图1的血管分析信息提供 设备100的控制器120和显示器130相似，用户接口 350可与图12的超声诊断设备200的 用户接口 250相似。在这种情况下，血管造影图像设备300可通过向具有血管的身体发射 超声信号来感测从身体部位反射的超声回波信号，构建（产生）图像并将图像显示在显示 器330上。然而，血管造影图像设备300可包括与上述单元不同的其它单元，并可根据不同 方法中的至少一种方法显示图像。例如，可显示二维X射线图像。
[0203] 用户（操作者）在观看显示在显示器330上的血管造影图像的同时确立导管的插 入位置和病变位置。由用户确立的两个位置成为导管的移动路径的起点和终点。
[0204] 可利用用户接口 350执行以上设置。设置方法可被实现为各种类型，诸如利用鼠 标点击屏幕以及利用手指或笔单元直接触摸屏幕。
[0205] 可以以可在显示的血管造影图像中可视地识别的格式表示确立的两个位置。例 如，可高亮显示导管的移动路径以便在图15中更清楚地看见。
[0206] 临床医生将导管插入在病变位置附近的位置上，并注入对比剂。此外，当从血管 造影图像清楚地观看到血管时，临床医生观看图像，将导管移动到病变位置，并继续进行操 作。
[0207] 当将对比剂注入到血管的特定位置上时，对比剂因血液循环流过血管。这种对比 剂具有阻挡X射线的特性。因此，